JP5767226B2 - Medical device - Google Patents
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Description
本発明は医療用デバイスに関し、より具体的にはバルーン付きカテーテルデバイスに関する。 The present invention relates to medical devices, and more particularly to balloon catheter devices.
バルーン付きカテーテルは、種々様々の最小侵襲性または経皮的な医学的処置において使用される。薬物コーティングを有するバルーン付きカテーテルは、血管の病変部分を治療するために使用されることもある。典型的には、薬物コーティングされたバルーンが末梢血管を通して挿入され、次いでカテーテルによって血管系を通って標的の血管内部位まで誘導される。標的部位において、バルーンが膨張せしめられて薬物が血管に施用される。しかしながら、バルーンからの薬物の放出に関する問題が存在する場合がある。例えば、薬物コーティングの断片化が不十分な場合もあれば、薬物コーティングが十分にバルーンから剥離しない場合もある。したがって、血管内部位への薬物送達のための改善されたバルーン付きカテーテルデバイスが必要とされている。 Ballooned catheters are used in a wide variety of minimally invasive or percutaneous medical procedures. Balloon catheters with drug coatings may be used to treat lesions on blood vessels. Typically, a drug-coated balloon is inserted through the peripheral blood vessel and then guided by the catheter through the vasculature to the target intravascular site. At the target site, the balloon is inflated and the drug is applied to the blood vessel. However, there may be problems with drug release from the balloon. For example, the drug coating may be insufficiently fragmented or the drug coating may not be sufficiently detached from the balloon. Accordingly, there is a need for improved balloon catheter devices for drug delivery to intravascular sites.
本発明の目的は、上記した問題を解決することができるバルーン付きカテーテルデバイスを提供することにある。 The objective of this invention is providing the catheter device with a balloon which can solve the above-mentioned problem.
１つの実施形態では、本発明は、医療用デバイスであって、（ａ）バルーンと、（ｂ）バルーンの周囲に配置された拡張可能なシースと、（ｃ）拡張可能なシースを覆って配置された、治療薬を含んでなるコーティングと、該コーティングは拡張可能なシースほどコンプライアントではないことと、からなる医療用デバイスを提供する。 In one embodiment, the present invention is a medical device comprising: (a) a balloon; (b) an expandable sheath disposed around the balloon; and (c) disposed over the expandable sheath. And a coating comprising a therapeutic agent, the coating being less compliant than the expandable sheath.
別の実施形態では、本発明は、医療用デバイスであって、（ａ）最外層および内側層を含んでなるバルーン側壁を有するバルーンと、最外層は内側層ほどコンプライアントではないことと、（ｂ）最外層を覆って配置された、治療薬を含んでなるコーティングと、からなる医療用デバイスを提供する。 In another embodiment, the present invention provides a medical device comprising: (a) a balloon having a balloon sidewall comprising an outermost layer and an inner layer, and the outermost layer being less compliant than the inner layer; b) providing a medical device comprising a coating comprising a therapeutic agent disposed over the outermost layer.
別の実施形態では、本発明は、医療用デバイスを製造する方法であって、（ａ）ポリマー側壁を有するバルーンを提供するステップと、（ｂ）ポリマー側壁の外側表面を脆化して、ポリマー側壁の他の部分ほどコンプライアントではない最外層を形成するステップと、（ｃ）最外層を覆って、治療薬を含んでなるコーティングを配置するステップと、からなる方法を提供する。 In another embodiment, the present invention is a method of manufacturing a medical device, the method comprising: (a) providing a balloon having a polymer sidewall; and (b) embrittle the outer surface of the polymer sidewall to provide a polymer sidewall. Forming an outermost layer that is less compliant than the other parts, and (c) placing a coating comprising a therapeutic agent over the outermost layer.
本発明の医療用デバイスは、患者の体内の標的部位に治療薬を送達するための可膨張バルーンを有している。該バルーンは、バルーンデバイスの送達、操作、または膨張のために従来使用される様々な機構のうち任意のものを使用して体内に挿入されうるように設計されている。該バルーンデバイスは、例えば限定するものではないが血管形成カテーテル、ステント送達カテーテル、膨張カテーテル、または灌流カテーテルのうち少なくともいずれかなど、当分野で周知のものに類似するように設計されうる。本発明の医療用デバイスは、血管ステントのような他の血管内薬物送達デバイスと共に使用されてもよい。 The medical device of the present invention has an inflatable balloon for delivering a therapeutic agent to a target site within a patient's body. The balloon is designed to be inserted into the body using any of a variety of mechanisms conventionally used for delivery, manipulation, or inflation of balloon devices. The balloon device may be designed to resemble those well known in the art, such as, but not limited to, an angioplasty catheter, a stent delivery catheter, an inflation catheter, or a perfusion catheter. The medical device of the present invention may be used with other intravascular drug delivery devices such as vascular stents.
本発明の１つの実施形態では、拡張可能なシースはバルーンの周囲に配置される。拡張可能なシースは、様々な種類のエラストマー系材料または拡張可能材料、例えばシリコーンエラストマー、フルオロポリマーエラストマー、または熱可塑性エラストマーで製造されうる。熱可塑性エラストマーの例には、熱可塑性ポリウレタン、熱可塑性ポリエステル、および熱可塑性ポリアミド、例えばポリエーテルブロックアミド（例えばＰＥＢＡＸ（登録商標））が挙げられる。フルオロポリマーエラストマーの例には、テトラフルオロエチレン、ヘキサフルオロプロピレン、またはフッ化ビニリデンのポリマーまたはコポリマーが挙げられる。拡張可能なシースは、バルーンの表面への何らかの付着部を有していてもよいし、有していなくてもよい（例えば、シースはそのような付着部を備えず、バルーン表面を覆って「浮動している」状態であってもよい）。拡張可能なシースは弾性であってもよいし、弾性でなくてもよい（すなわち、拡張時のシースの変形は可逆的であってもよいし、可逆的でなくてもよい）。 In one embodiment of the invention, an expandable sheath is placed around the balloon. The expandable sheath can be made of various types of elastomeric materials or expandable materials such as silicone elastomers, fluoropolymer elastomers, or thermoplastic elastomers. Examples of thermoplastic elastomers include thermoplastic polyurethanes, thermoplastic polyesters, and thermoplastic polyamides such as polyether block amides (eg, PEBAX®). Examples of fluoropolymer elastomers include polymers or copolymers of tetrafluoroethylene, hexafluoropropylene, or vinylidene fluoride. The expandable sheath may or may not have some attachment to the surface of the balloon (eg, the sheath does not include such an attachment and covers the balloon surface. It may be "floating"). The expandable sheath may be elastic or non-elastic (i.e., deformation of the sheath upon expansion may or may not be reversible).
バルーンは、特定の用途に応じた様々な程度のコンプライアンスを有することができる。例えば、バルーンは、コンプライアントバルーン、ノンコンプライアントバルーン、またはセミコンプライアントバルーンであってよい。本明細書中で使用されるように、「ノンコンプライアントバルーン」とは、バルーン中の内圧が公称の膨張圧より高められたときにバルーンの直径増大が定格公称径の１０％以下であるバルーンを意味する。本明細書中で使用されるように、「セミコンプライアントバルーン」とは、バルーン中の内圧が公称の膨張圧より高められたときにバルーンの直径増大が定格公称径の２０％以下であるバルーンを意味する。本明細書中で使用されるように、「コンプライアントバルーン」とは、バルーン中の内圧が公称の膨張圧より高められたときにバルーンの直径増大が定格公称径の２０％より大きいバルーンを意味する。冠状動脈バルーンについては、公称径は、１．５〜７．０ｍｍの範囲にあってよく、最も典型的な場合には、２．０〜４．０ｍｍの範囲にあってよい。しかしながら、意図される標的部位または特定の用途のうち少なくともいずれか一方に応じて、その他の公称バルーン径も可能である。 Balloons can have varying degrees of compliance depending on the particular application. For example, the balloon may be a compliant balloon, a non-compliant balloon, or a semi-compliant balloon. As used herein, a “non-compliant balloon” is a balloon whose balloon diameter increase is 10% or less of the rated nominal diameter when the internal pressure in the balloon is increased above the nominal inflation pressure. Means. As used herein, a “semi-compliant balloon” is a balloon whose balloon diameter increase is 20% or less of the rated nominal diameter when the internal pressure in the balloon is increased above the nominal inflation pressure. means. As used herein, “compliant balloon” means a balloon whose balloon diameter increase is greater than 20% of the nominal nominal diameter when the internal pressure in the balloon is increased above the nominal inflation pressure. To do. For coronary arterial balloons, the nominal diameter may be in the range of 1.5 to 7.0 mm, and most typically in the range of 2.0 to 4.0 mm. However, other nominal balloon diameters are possible depending on the intended target site and / or the particular application.
治療薬を含有するコーティングは、拡張可能なシースを覆って配置される。該コーティングは、治療薬単独であってもよいし、治療薬と１つ以上の他の材料との組み合わせであってもよい。例えば、治療薬は、コーティングの脆性をより高くするかまたは低くするために、添加剤または賦形材料（例えば結合剤、可塑剤、増量剤など）と混成されてもよい。いずれの場合も、治療薬のコーティングは拡張可能なシースほどコンプライアントではないように調合される。そのため、治療薬のコーティングは、シースが拡張するにつれて破断分離することになる。コーティングの厚さは用途に応じて変化することになるが、ある場合には、コーティング厚さは１〜１０μｍの範囲にある。より薄いかまたはより厚いコーティングも可能である。 A coating containing a therapeutic agent is placed over the expandable sheath. The coating may be the therapeutic agent alone or a combination of the therapeutic agent and one or more other materials. For example, the therapeutic agent may be mixed with additives or excipients (eg, binders, plasticizers, bulking agents, etc.) to increase or decrease the brittleness of the coating. In either case, the therapeutic coating is formulated to be less compliant than the expandable sheath. Thus, the therapeutic coating will break apart as the sheath expands. The thickness of the coating will vary depending on the application, but in some cases the coating thickness is in the range of 1-10 μm. Thinner or thicker coatings are possible.
ある実施形態では、治療薬は結晶の形態で提供されてもよい。パクリタキセルのような一部の治療薬については、結晶の形態は可溶性があまり高くなく、無定形の形態よりもザラザラした粒子の粗いテクスチャを有する。これは、治療薬が血管壁により多く付着すること、治療薬の組織への浸透が向上すること、または、治療薬が血管壁への移行後に下流へ洗い流されにくくなることのうち少なくともいずれかを可能にすることができる。 In certain embodiments, the therapeutic agent may be provided in crystalline form. For some therapeutic agents such as paclitaxel, the crystalline form is not very soluble and has a rougher grainy texture than the amorphous form. This is because at least one of the following: the therapeutic agent adheres more to the vessel wall, the penetration of the therapeutic agent into the tissue is improved, or the therapeutic agent is less likely to be washed away downstream after transition to the vessel wall. Can be possible.
バルーンが膨張すると、バルーンの展開または拡張のうち少なくともいずれか一方がシースに対して外側方向の圧力をかけ、その結果拡張可能なシースが同様に拡張することになる。シースは、径方向、長手方向、これらの組み合わせ、または任意の他の方向に拡張することができる。径方向の拡張が関わる場合、バルーンが膨張するにつれて拡張可能なシースが経験する径方向の拡張の量は、異なるバルーンデバイスに応じて変化することになる。ある場合には、バルーンデバイスは、バルーンがその非膨張状態から膨張するにつれて、シースが少なくとも１．５倍の直径増大（すなわち少なくとも５０％の径方向への伸長）を、またある場合には少なくとも２．５倍の直径増大（すなわち少なくとも１５０％の径方向への伸長）を生じるように設計される。しかしながら、特定の用途に応じて他の量の径方向の拡張も可能である。シース上の治療薬コーティングはシースほどコンプライアントではないため、該コーティングはシースが拡張するにつれて破断して断片（例えば粒子）になる。治療薬の断片は、身体組織上に適用されるか、またはバルーンから放出されるかのうち少なくともいずれかとなる。 When the balloon is inflated, at least one of the balloon deployment or expansion will exert an outward pressure on the sheath, resulting in a similar expansion of the expandable sheath. The sheath can be expanded radially, longitudinally, a combination thereof, or any other direction. Where radial expansion is involved, the amount of radial expansion experienced by the expandable sheath as the balloon is inflated will vary for different balloon devices. In some cases, the balloon device has a sheath that increases in diameter by at least 1.5 times (ie, at least 50% radial extension) as the balloon is inflated from its uninflated state, and in some cases at least Designed to produce a 2.5-fold increase in diameter (ie, at least 150% radial extension). However, other amounts of radial expansion are possible depending on the particular application. Because the therapeutic agent coating on the sheath is not as compliant as the sheath, the coating breaks into pieces (eg, particles) as the sheath expands. The therapeutic drug fragment is either applied onto the body tissue or released from the balloon.
図１Ａおよび１Ｂは、本発明の１つの実施形態によるバルーン付きカテーテルデバイス１０を示す。図１Ａはカテーテルデバイス１０の側面図を示し、図１Ｂは、図１Ａの面Ｘに沿ったカテーテルデバイス１０の拡大横断面図を示す。バルーン付きカテーテルデバイス１０は、可撓性カテーテルシャフト１８の上に載置されたノンコンプライアントバルーン１４を含んでなる。バルーン１４は拡張可能なシース１２によって覆われている。図１Ｂに見られるように、バルーン１４はシース１２の内部で折り畳まれて小型の形状になっている。シース１２は、治療薬を含有するコーティング１６（図１Ａには示されていない）を有している。シース１２は、バルーン１４が抜去のために収縮されたときにシース１２をバルーン１４に再度巻き付けかつ／またはバルーン上に保持するのを支援するために、シース１２の基端点および先端点でバルーン１４の上に（例えばスポット溶接または仕付け縫いにより）固着されてもよい。シース１２は弾性であってよく、また折り畳まれたバルーン１４よりも小さな静止時直径を有して、シース１２がバルーン１４の周囲で収縮するようになっていてもよい。
1A and 1B illustrate a
操作においては、バルーン１４が（図１Ａおよび１Ｂに示されたような）膨張していない状態で、バルーン１４はカテーテルシャフト１８を使用して患者の体内へ挿入される。標的部位では、図２Ａおよび２Ｂに示されるように、バルーン１４が膨張せしめられる。図２Ａはカテーテルデバイス１０の側面図を示し、図２Ｂは、図２Ａの面Ｘに沿ったカテーテルデバイス１０の拡大横断面図を示す。バルーン１４が膨張するにつれて、該バルーンは展開して径方向に拡張し、その結果シース１２を該バルーンとともに径方向に拡張させる。（図解を簡明にするために、シース１２はバルーン１４に接触せずに示されているが、当然ながら、シース１２はバルーン１４と接触してもよいし、シース１２とバルーン１４との間に中間材料が挟装されてもよい。）
図２Ｂに示されるように、シース１２の径方向の拡張とともに、治療薬コーティング１６は破断分離せしめられて粒子２０（図２Ａには示されていない）となる。粒子２０はその後シース１２から剥離し、放出かつ／または身体組織（例えば血管壁）上に直接適用されるようになる。粒子２０の大きさは、治療薬を、賦形材料、例えば結合剤、可塑剤または増量剤と混成することにより調整されることも考えられる。例えば、治療薬を結合剤と混合することにより、治療薬コーティング１６が破断分離せしめられてより大型の粒子となることも考えられる。別例として、治療薬を他の種類の賦形材料と混合することにより、コーティング１６が破断分離してより小さな粒子となるようにすることも考えられる。ある場合には、治療薬コーティング１６の剥離および粒子２０の放出を促進するために、シース１２が、低接着性のシランまたは上記フルオロポリマーエラストマーのような低接着性材料を使用して製造されることも考えられる。粒子２０の大きさが、治療薬コーティング１６の割線付けまたはパターン形成によって調整されることも考えられる。
In operation, the
As shown in FIG. 2B, with the radial expansion of the
代替実施形態では、シース１２と治療薬コーティング１６との間に、治療薬コーティング１６が破断分離して粒子２０となるにつれてコーティング１６がシース１２から剥離するのを促進する、中間放出層が存在する。中間放出層は、この機能を実行するための様々な方法で作製されうる。例えば、該放出層は、低接着性のシランまたは上述のフルオロポリマーエラストマーのような、低接着性材料を含んでなることができる。別例において、該放出層は、体液に接触すると溶解または分解する材料（例えば糖または生分解性ポリマー）を含んでなることもできる。別例において、該放出層は、液体を吸収し体液に接触すると膨潤する材料（例えばヒドロゲル）を含んでなることもできる。いずれの場合も、放出層は、治療薬の断片の剥離および放出を促進する。
In an alternative embodiment, there is an intermediate release layer between the
図３は、ポリビニリデンフルオリド‐ヘキサフルオロプロピレンの８５：１５重量％コポリマーで作製された弾性シート上のパクリタキセル粒子の顕微鏡画像を示す。この画像を撮影するために、弾性シートは、テトラヒドロフラン中のパクリタキセル溶液でコーティングされた。その後、コーティング溶液が乾燥せしめられて弾性シート上にパクリタキセルの連続的なガラス質のフィルムが形成された。その後、シートは、一方向に引き伸ばすことにより２００％を超えて伸長せしめられた。図３に示すように、この結果パクリタキセルのフィルムは破断分離して小さな粒子となり、弾性シートから剥離した。この結果は、本発明の方式で拡張可能なシース上に配置された治療薬コーティングは、該コーティングが断片化して、より容易にシースから分離すること、またはより容易に身体組織によって吸収されることのうち少なくともいずれか一方が可能な粒子となるのを可能にすることを実証している。 FIG. 3 shows a microscopic image of paclitaxel particles on an elastic sheet made of an 85:15 wt% copolymer of polyvinylidene fluoride-hexafluoropropylene. In order to take this image, the elastic sheet was coated with a paclitaxel solution in tetrahydrofuran. The coating solution was then dried to form a continuous vitreous film of paclitaxel on the elastic sheet. The sheet was then stretched by over 200% by stretching in one direction. As shown in FIG. 3, as a result, the paclitaxel film was broken and separated into small particles, which were peeled from the elastic sheet. The result is that a therapeutic agent coating placed on an expandable sheath in the manner of the present invention can be more easily fragmented and separated from the sheath or more easily absorbed by body tissue. Has demonstrated that at least one of them can be a possible particle.
図４Ａおよび４Ｂは、血管のモデルとして透明なポリウレタンチューブを使用した実験的試行の結果を示している。コーティング溶液は、濃度１５重量％のＴＨＦ中でパクリタキセルおよびポリビニルピロリジノン（重量比８０／２０）を混合することにより作製された。弾性シリコーンで作られた管状シース（外径＝１．８０３ｍｍ（０．０７１インチ）、壁厚＝０．１２７ｍｍ（０．００５０インチ））は、パクリタキセル／ＰＶＰ溶液中に浸漬し、真空下に室温で２０分間乾燥させることによりコーティングされた。得られたコーティングは、約３μｇ／ｍｍ２のパクリタキセル装荷を提供した。その後、蒸気アニーリングによって無定形のパクリタキセルを結晶形態に変換するために、コーティングを施したシースは、エタノール蒸気（１８０プルーフ）で飽和させたチャンバ内に２４時間置かれた。 4A and 4B show the results of an experimental trial using a transparent polyurethane tube as a blood vessel model. The coating solution was made by mixing paclitaxel and polyvinylpyrrolidinone (weight ratio 80/20) in 15% strength by weight THF. A tubular sheath made of elastic silicone (outer diameter = 1.803 mm (0.071 inch), wall thickness = 0.127 mm (0.0050 inch)) was immersed in the paclitaxel / PVP solution and room temperature under vacuum And dried for 20 minutes. The resulting coating provided a paclitaxel loading of about 3 μg / mm 2 . The coated sheath was then placed in a chamber saturated with ethanol vapor (180 proof) for 24 hours to convert amorphous paclitaxel to crystalline form by vapor annealing.
コーティングされた弾性シースは、Ｌｉｂｅｒｔｅ（商標）ステントシステム（ボストン・サイエンティフィック（Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ））の３．０ｍｍ×２０ｍｍ血管形成術用バルーン上に載置された。このバルーン／シースは、３７℃の水浴中で親水性ポリウレタンチューブの中へ挿入された。バルーンはポリウレタンチューブの中に１分間保持され、次いで膨張せしめられた。ポリウレタンチューブの大きさは、バルーン展開配置時に２０％の超過伸張を生じるようになされた。バルーンは膨張状態に１分間維持され、１５秒間減圧され、バルーン／シースがポリウレタンチューブから抜去された。その後、ポリウレタンチューブが水浴から取り出され、乾燥され、撮像された。 The coated elastic sheath was placed on a 3.0 mm × 20 mm angioplasty balloon of the Liberte ™ stent system (Boston Scientific). The balloon / sheath was inserted into a hydrophilic polyurethane tube in a 37 ° C. water bath. The balloon was held in the polyurethane tube for 1 minute and then inflated. The size of the polyurethane tube was designed to produce an overstretch of 20% when the balloon was deployed. The balloon was maintained in an inflated state for 1 minute, depressurized for 15 seconds, and the balloon / sheath was removed from the polyurethane tube. The polyurethane tube was then removed from the water bath, dried and imaged.
図４Ａは、該シースのバルーン展開配置およびポリウレタンチューブからの抜去の後の、ポリウレタンチューブの画像（倍率５×）を示している。この画像は、かなりの量の薬物コーティングがシースからポリウレタンチューブの内側表面へ移行せしめられたことを実証している。図４Ｂは、展開配置およびポリウレタンチューブからの抜去の後の弾性シースの画像（倍率１０×）を示している。この画像は、ほとんどの薬物コーティングが移行せしめられ、ごく少量の薬物コーティングのみ（白色粒子として見られる）が弾性シース上に残っていることを実証している。 FIG. 4A shows an image (5 × magnification) of the polyurethane tube after balloon deployment of the sheath and removal from the polyurethane tube. This image demonstrates that a significant amount of drug coating has been transferred from the sheath to the inner surface of the polyurethane tube. FIG. 4B shows an image (10 × magnification) of the elastic sheath after deployment and removal from the polyurethane tube. This image demonstrates that most of the drug coating has been transferred and only a small amount of drug coating (seen as white particles) remains on the elastic sheath.
バルーン展開配置過程の間に、バルーン周囲の流体の流れが、拡張可能なシース上の治療薬コーティングを下流に押し流す場合がある。流体容積がバルーンの拡張とともに縮小するにつれてバルーン周囲で流量速度が増大することから、上記損失の相当部分は、バルーン拡張時にバルーンが血管の側壁と接触する寸前に生じうる。 During the balloon deployment process, fluid flow around the balloon may force the therapeutic agent coating on the expandable sheath downstream. Because the flow rate increases around the balloon as the fluid volume decreases with balloon expansion, a substantial portion of the loss can occur just before the balloon contacts the vessel sidewall during balloon expansion.
そのため、医療用デバイスは、バルーン拡張時の治療薬コーティングのこの損失を低減するように設計されてもよい。ある実施形態では、拡張可能なシースの長さは、バルーンの一端または両端がシースによって拘束されないように、バルーンの長さよりも短い。本明細書中で使用されるように、バルーンおよびシースの長さとは、バルーンが公称の膨張状態にあるときに計測される長さを指す。バルーンの拡張時、上記の構成は、バルーンの拘束されていない端部が、バルーンのシースで覆われた部分より前に膨張し始めることを可能にすることができる。シースはバルーンの長さに対して様々な長さを有することができる。例えば、ある実施形態では、シースはバルーンの長さの２０〜８０％であってよいが、その他の長さも可能である。バルーンの一端または両端がシースによって覆われていないままであってよい。 As such, the medical device may be designed to reduce this loss of therapeutic agent coating upon balloon expansion. In certain embodiments, the length of the expandable sheath is shorter than the length of the balloon so that one or both ends of the balloon are not constrained by the sheath. As used herein, balloon and sheath length refers to the length measured when the balloon is in a nominally inflated state. When the balloon is expanded, the above configuration can allow the unconstrained end of the balloon to begin to expand before the portion of the balloon covered by the sheath. The sheath can have various lengths relative to the length of the balloon. For example, in certain embodiments, the sheath may be 20-80% of the length of the balloon, but other lengths are possible. One or both ends of the balloon may remain uncovered by the sheath.
例えば、図５Ａ〜Ｃは、本発明の実施形態によるバルーン付きカテーテルデバイス５０を示す。図５Ａに見られるように、バルーン付きカテーテルデバイス５０は、可撓性カテーテルシャフト５８の上に載置されたバルーン５４を含んでなる。バルーン５４の中間部は拡張可能なシース５２によって覆われている。（図解を簡明にするために、シース５２はバルーン５４に接触せずに示されているが、当然ながらシース５２はバルーン５４と接触してもよいし、シース５２とバルーン５４との間に中間材料が挟装されてもよい。）バルーン５４の端部５６はシース５２によって覆われていない。シース５２は治療薬を含有するコーティングを有する（図示せず）。シース５２は弾性であってよく、また折り畳まれた形状のバルーン５４よりも小さな静止時直径を有して、シース５２がバルーン５４の周囲で収縮するようになっていてもよい。
For example, FIGS. 5A-C illustrate a
操作時には、バルーン５４が膨張していない状態で、バルーン５４はカテーテルシャフト５８を使用して血管内に挿入される。標的部位において、バルーン５４が膨張せしめられる。図５Ｂに見られるように、膨張の初期段階（例えば１気圧）では、膨張はバルーン５４の拘束されていない端部５６において始まり、この端部は膨張したローブを形成して該ローブによりバルーン５４は「ダンベル」形状を呈する。バルーン５４の端部５６が血管壁に接触すると、該端部はバルーン５４の周囲の血液の流れを制限し、シース５２の上の治療薬コーティングが押し流されないように保護することができる。更に、治療薬コーティングの一部がバルーン膨張時にシース５２から離脱した場合、該治療薬は血液の流れとともに下流に押し流される代わりに端部５６のローブの間に捕捉されうる。バルーン５４がさらに膨張せしめられるにつれて、その中間部が径方向に拡張し始め、それとともにシース５２を径方向に拡張させる。図５Ｃに示されるように、バルーン５４が完全に膨張したとき（例えば１１ａｔｍの膨張圧）、シース５２は血管壁に対して治療薬コーティングを付与する。
In operation, the
図６Ａ〜Ｃは、透明なポリウレタンチューブの内部における様々な膨張段階のバルーンを示す一連の写真である（チューブの縁は視認度を強めるために白線で強調されている）。図６Ａは膨張前のバルーンを示す。同図に見られるように、バルーンより短いシースがバルーンの中間部に載置されて、バルーンの端部がシースによって覆われないようになっている。図６Ｂは膨張の中間段階のバルーンを示し、この段階において、拘束されていない端部は、シースによって拘束されているバルーンの中間部に先だって膨張し始める。このことにより、バルーンはその端部に形成された膨張ローブから「ダンベル」形状を呈することになる。図６Ｃは完全に膨張したバルーンを示し、ここではバルーンの中間部は拡張してポリウレタンチューブの側壁に接触している。 6A-C are a series of photographs showing balloons at various inflating stages inside a transparent polyurethane tube (tube edges are highlighted with white lines to enhance visibility). FIG. 6A shows the balloon before inflation. As seen in the figure, a sheath shorter than the balloon is placed on the middle portion of the balloon so that the end of the balloon is not covered by the sheath. FIG. 6B shows the balloon in an intermediate stage of inflation, where the unconstrained end begins to inflate prior to the middle part of the balloon that is constrained by the sheath. This causes the balloon to assume a “dumbbell” shape from the inflation lobe formed at its end. FIG. 6C shows a fully inflated balloon, where the middle portion of the balloon expands to contact the side wall of the polyurethane tube.
本発明の別の実施形態では、バルーンの側壁は最外層と１つ以上の内側層とを含んでなる。最外層は内側層ほどコンプライアントではなく、バルーンがその公称径またはそれ以上に膨張するにつれて最外層に亀裂が生じるようになっている。治療薬は、相対的にコンプライアントではない最外層を覆うコーティングとして配置される。該コーティングは、治療薬単独であってもよいし、治療薬と１つ以上の他の材料（上記の添加剤または賦形材料など）との組み合わせであってもよい。相対的にコンプライアントではない最外層がバルーンの膨張とともに亀裂を生じるとき、治療薬のコーティングが破断分離する。 In another embodiment of the invention, the balloon sidewall comprises an outermost layer and one or more inner layers. The outermost layer is less compliant than the inner layer so that the outermost layer cracks as the balloon expands to its nominal diameter or greater. The therapeutic agent is disposed as a coating over the outermost layer that is relatively non-compliant. The coating may be the therapeutic agent alone or a combination of the therapeutic agent and one or more other materials (such as the additives or excipients described above). When the relatively non-compliant outermost layer cracks with balloon inflation, the therapeutic agent coating breaks apart.
最外層は、亀裂を生じさせるのに必要な表面積の伸長量が、緩衝水性溶液に浸漬されつつ体温（すなわち３７℃）において４０％未満であるように、十分な脆性を有する。言いかえれば、最外層に亀裂を生じさせるには最外層の表面積の４０％以下の増大で十分であるが、このことは、最外層が必ずこの程度まで拡張することを意味するものではない。脆性の程度はバルーンのコンプライアンス特性に応じて様々であってよい。例えば、ノンコンプライアントバルーンはコンプライアントバルーンと同程度には拡張しないため、ノンコンプライアントバルーンの最外層は、コンプライアントバルーンに関するよりも高い脆さ係数（すなわち、より少ない表面積伸長状態での亀裂）を有するように製造されうる。 The outermost layer is sufficiently brittle such that the amount of surface area elongation required to cause cracking is less than 40% at body temperature (ie, 37 ° C.) while immersed in a buffered aqueous solution. In other words, a 40% or less increase in the surface area of the outermost layer is sufficient to cause cracks in the outermost layer, but this does not necessarily mean that the outermost layer expands to this extent. The degree of brittleness may vary depending on the compliance characteristics of the balloon. For example, because non-compliant balloons do not expand as much as compliant balloons, the outermost layer of non-compliant balloons has a higher brittleness coefficient than that for compliant balloons (ie, cracks with less surface area elongation). Can be manufactured.
ある場合には、最外層は、最外層の亀裂形成を促進するための掘り込み領域を有する。本明細書中で使用されるように、「掘り込み領域」とは、空隙部（例えば破砕線、穴部、スロット、溝、チャネル、エッチング、穿孔、陥凹など）であって、該空隙部の大きさ、形状、および位置を制御する技法を使用して材料を除去することにより作出されるものを指す。例えば、そのような技法には、エネルギービーム（例えばレーザ、イオン、または電子）を使用する直接書込みエッチング、微細機械加工、微細掘削加工、またはリソグラフィ法が挙げられる。 In some cases, the outermost layer has a dug area to promote crack formation in the outermost layer. As used herein, a “digging area” is a void (eg, a fracture line, a hole, a slot, a groove, a channel, an etch, a perforation, a recess, etc.), and the void Refers to those created by removing material using techniques that control the size, shape, and position of the material. For example, such techniques include direct write etching using an energy beam (eg, laser, ions, or electrons), micromachining, microdigging, or lithographic methods.
相対的にコンプライアントではない最外層を備えたバルーン側壁を有するバルーンは、多層のバルーンの製造について知られた多くの異なる技法のうち任意のものを使用して製造可能である。そのような１つの方法は、任意の適切な脆化処理を使用してバルーン側壁の表面上のポリマー材料を脆化することによる。脆化処理の例には、ポリマー材料を架橋する処理、ポリマー材料の分解を引き起こす処理、または任意の可塑剤を除去する処理が挙げられる。ポリマーを分解するための様々な処理、例えばポリマーを熱、放射線（ｒａｄｉａｔｉｏｎ）、または反応性化学薬品に曝露する処理が存在し、使用するのに適した処理の種類はポリマーの種類に応じて様々となろう。例えば、ポリエチレンおよびポリプロピレンは、酸化または紫外線（ＵＶ）曝露があると分解および脆化しうる。ポリマー材料は反応性化学薬品への曝露によっても分解可能であり、該化学薬品は強酸溶液（例えば硫酸）または強アルカリ溶液のような化学溶液であってよい。反応性化学薬品はまた、オゾン、塩素、またはプラズマのような反応性ガスであってもよい。例えば、ポリエチレンテレフタラートは強酸による加水分解から分解および脆化しうる一方、ポリカーボネートは強アルカリに曝露されたときに分解および脆化しうる。これらの分解処理のうちのいくつかは、特にポリマー側壁が長鎖ポリマーから作られている場合、ポリマーの鎖切断を伴う。 A balloon having a balloon sidewall with an outer layer that is relatively non-compliant can be manufactured using any of a number of different techniques known for the manufacture of multi-layer balloons. One such method is by embrittlement of the polymer material on the surface of the balloon sidewall using any suitable embrittlement process. Examples of embrittlement treatments include a treatment that crosslinks the polymer material, a treatment that causes degradation of the polymer material, or a treatment that removes any plasticizer. There are various treatments for degrading the polymer, such as exposing the polymer to heat, radiation, or reactive chemicals, and the types of treatments that are suitable for use vary depending on the type of polymer. It will be. For example, polyethylene and polypropylene can degrade and become brittle when exposed to oxidation or ultraviolet (UV) exposure. The polymeric material can also be degraded by exposure to reactive chemicals, which can be chemical solutions such as strong acid solutions (eg, sulfuric acid) or strong alkaline solutions. The reactive chemical may also be a reactive gas such as ozone, chlorine, or plasma. For example, polyethylene terephthalate can degrade and become brittle from hydrolysis with strong acids, while polycarbonate can degrade and become brittle when exposed to strong alkali. Some of these degradation processes involve polymer chain scission, especially when the polymer sidewalls are made from long chain polymers.
上述のように、脆化はポリマー側壁におけるポリマーの架橋によって達成される場合もある。ポリマーの架橋のための様々な処理が存在するが、使用に適した処理の種類はポリマーの種類によって変わることになる。架橋処理のうちのいくつかは、バルーンを熱、圧力、または放射線（ＵＶ線、電子ビーム、またはγ線など）に曝露することを含む。バルーン側壁中に、放射線による架橋を促進することができる光開始架橋添加剤（例えばベンゾフェノン）が存在していてもよい。 As mentioned above, embrittlement may be achieved by polymer cross-linking at the polymer sidewall. There are various treatments for polymer cross-linking, but the type of treatment suitable for use will vary with the type of polymer. Some of the crosslinking processes involve exposing the balloon to heat, pressure, or radiation (such as UV, electron beam, or gamma radiation). A photoinitiated crosslinking additive (eg, benzophenone) that can promote crosslinking by radiation may be present in the balloon sidewall.
上述のように、脆化は、ポリマー側壁中に存在しうる可塑剤を（例えば蒸発または浸出により）除去することによっても達成されうる。例えば、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）は可塑剤の損失とともに脆性しうる。治療薬のコーティングは、上記の脆化処理の前に施すことも、後に施すことも考えられる。治療薬のコーティングが脆化処理の前に施される場合、脆化処理は治療薬を最外層内部に捕捉する役割をも果たす場合がある。 As mentioned above, embrittlement can also be achieved by removing (eg, by evaporation or leaching) plasticizer that may be present in the polymer sidewall. For example, polyvinyl chloride (PVC) can become brittle with loss of plasticizer. The therapeutic agent coating may be applied before or after the embrittlement treatment. If the therapeutic agent coating is applied prior to the embrittlement treatment, the embrittlement treatment may also serve to trap the therapeutic agent within the outermost layer.
相対的にコンプライアントではない最外層を有する多層バルーンを製造する別の方法は、バルーン側壁の内側層とは異なる材料で作られた最外層を用いた共押出し法の使用による。例えば、バルーンは米国特許第５，１９５，９６９号明細書（ワング（Ｗａｎｇ）ら）または米国特許第７，１６６，０９９号明細書（デヴェンス（Ｄｅｖｅｎｓ））に記載の共押出し法を使用して作製されてもよく、前記特許文献はいずれも参照により本願に組込まれる。最外層の作製に使用される材料は、内側層の作製に使用される材料とは様々な点において異なっていてよい。例えば、最外層は、内側層に使用される材料よりも相対的に弾性の低い材料で製造されうる。別例では、最外層は、最外層をコンプライアントではなくするためのさらなる処理を施すことが可能な材料で製造されうる。例えば、最外層は、最外層のポリマーのＵＶ開始架橋を可能にする添加剤（例えばベンゾフェノン）を有する材料で製造されてもよい。 Another method of producing a multilayer balloon having an outer layer that is relatively non-compliant is by use of a coextrusion method with an outer layer made of a different material than the inner layer of the balloon sidewall. For example, balloons can be obtained using the coextrusion method described in US Pat. No. 5,195,969 (Wang et al.) Or US Pat. No. 7,166,099 (Devens). All of the above patent documents are incorporated herein by reference. The material used to make the outermost layer may differ in various ways from the material used to make the inner layer. For example, the outermost layer can be made of a material that is relatively less elastic than the material used for the inner layer. In another example, the outermost layer can be made of a material that can be further processed to render the outermost layer non-compliant. For example, the outermost layer may be made of a material having an additive (eg, benzophenone) that allows UV-initiated crosslinking of the outermost polymer.
図７Ａおよび７Ｂは、別の実施形態によるバルーン付きカテーテルデバイスの横断面図を示す。図７Ａを参照すると、カテーテルデバイスは、カテーテルシャフト３８の上に載置されたセミコンプライアントバルーン３０を含んでなる。バルーン３０はバルーン側壁３６を有し、また単なる例証を目的として、カテーテルシャフト３８とバルーン側壁３６との間に誇張されたギャップ３２が示されている。バルーン３０が公称どおりに膨張した状態で、バルーン３０の側壁３６はＵＶ線４０で照射される。バルーン側壁３６の全周囲をＵＶ線４０に曝露するために、バルーン３０は照射される間カテーテルシャフト３８の周りを回転せしめられる。
7A and 7B show cross-sectional views of a balloon catheter device according to another embodiment. With reference to FIG. 7A, the catheter device comprises a
図７ＢはＵＶ線処置後のバルーン３０を示す。ＵＶ線処置はバルーン側壁３６の表面のポリマー材料を脆化させて、バルーン側壁３６の内側層４８よりも脆く相対的にコンプライアントではない最外層３４を作出した。上記に説明されるように、この脆化は、例えばＵＶで誘発されたポリマーの架橋または分解によって生じうる。
FIG. 7B shows the
操作時には、カテーテルデバイスは、非膨張状態のバルーン３０を伴って患者の体内に挿入される。図８Ａは、図７Ｂに示されたバルーン側壁３０の一部分の拡大図を示す。図８Ａは、内側層４８および脆性の最外層３４を有するバルーン側壁３６であって、さらに治療薬を含有するコーティング４６でコーティングされているバルーン側壁を示す。図８Ｂを参照すると、標的部位において、バルーン３０は膨張せしめられる。バルーン側壁３６の拡張と共に、亀裂４２が脆性の最外層３４に生じ、その結果治療薬コーティング４６の亀裂形成および剥離が引き起こされて粒子４４となり、該粒子は治療エリアに放出される。別例の実施形態では、図７Ｂに示される二層バルーン３０は、最外層３４が内側層４８とは異なる材料から製造されている共押出し法によって製造されうる。例えば、最外層３４は、相対的に内側層４８の製造に使用される材料ほど弾性でない材料で製造されてもよい。
In operation, the catheter device is inserted into the patient's body with a
治療薬と混成可能な添加剤または賦形材料の例には、炭水化物；ポリスルホン；生理学的に許容可能な油、脂肪、脂質、類脂質、もしくはワックス；生体再吸収性（ｂｉｏｒｅｓｏｒｂａｂｌｅ）ポリマーもしくは生分解性ポリマー；界面活性剤、例えばポリエチレングリコール（ＰＥＧ）‐脂肪酸エステル、グリセリン脂肪酸エステル、もしくはＰＥＧ‐グリセリル脂肪酸エステル；樹脂、例えばセラックもしくはその構成成分（例えばシェロリン酸もしくはアロイリット酸）；クエン酸エステル、例えばアセチルクエン酸アルキル、アセチルクエン酸トリエチル、アセチルクエン酸トリブチル、アセチルクエン酸トリヘキシル、クエン酸アルキル、クエン酸トリエチル、もしくはクエン酸トリブチル；または放射線造影剤、が挙げられる。 Examples of additives or excipients that can be mixed with therapeutic agents include carbohydrates; polysulfones; physiologically acceptable oils, fats, lipids, lipids, or waxes; bioresorbable polymers or biodegradation Surfactants such as polyethylene glycol (PEG) -fatty acid esters, glycerin fatty acid esters, or PEG-glyceryl fatty acid esters; resins such as shellac or constituents thereof (such as chelonic acid or alloyed acid); citrate esters such as Alkyl citrate citrate, acetyl triethyl citrate, tributyl acetyl citrate, trihexyl acetyl citrate, alkyl citrate, triethyl citrate, or tributyl citrate; or a radiocontrast agent
炭水化物の非限定的な例には、単糖類、二糖類、三糖類、オリゴ糖類、多糖類、および糖の誘導体（例えば糖アルコール、糖酸、エステル化された糖、および糖ポリマー（例えばＦｉｃｏｌｌ（商標））が挙げられる。糖の例には、マンニトール、スクロース、フルクトース、マンノース、トレハロース、およびラフィノースが挙げられる。オリゴ糖類および多糖類の例には、Ｎ‐アシルグルコサミンとウロン酸（例えばグルクロン酸またはイズロン酸）を、またはＮ‐アシルガラクトサミンとウロン酸を含有するものが挙げられる。 Non-limiting examples of carbohydrates include monosaccharides, disaccharides, trisaccharides, oligosaccharides, polysaccharides, and sugar derivatives (eg, sugar alcohols, sugar acids, esterified sugars, and sugar polymers (eg, Ficoll ( Examples of sugars include mannitol, sucrose, fructose, mannose, trehalose, and raffinose. Examples of oligosaccharides and polysaccharides include N-acylglucosamine and uronic acid (eg, glucuronic acid). Or iduronic acid) or N-acylgalactosamine and uronic acid.
生物分解性ポリマーまたは生体再吸収性ポリマーの非限定的な例には、ポリカルボン酸、ポリ無水物、例えば無水マレイン酸ポリマー；ポリオルトエステル；ポリアミノ酸；ポリエチレンオキシド；ポリホスファゼン；ポリ乳酸、ポリグリコール酸およびこれらのコポリマーおよび混合物、例えばポリ‐Ｌ‐乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ‐ラクチド）、ポリ（乳酸‐ｃｏ‐グリコール酸）、５０／５０（ＤＬ‐ラクチド‐ｃｏ‐グリコリド）；ポリジオキサノン；ポリプロピレンフマラート；ポリデプシペプチド；ポリカプロラクトンならびにそのコポリマーおよび混合物、例えばポリ（Ｄ，Ｌ‐ラクチド‐ｃｏ‐カプロラクトン）およびポリカプロラクトンｃｏ‐アクリル酸ブチル；ポリヒドロキシブチラート・バレラートおよび混成物；ポリカーボネート、例えばチロシン誘導ポリカーボネートおよびアクリラート、ポリイミノカーボネート、およびポリジメチルトリメチルカーボネート；シアノアクリラート；ポリグリコサミノグリカン；巨大分子、例えば多糖類（ヒアルロン酸；セルロースおよびヒドロキシプロピルメチルセルロース；ゼラチン；デンプン；デキストラン；アルギナートおよびこれらの誘導体）、タンパク質およびポリペプチド；ならびに上記のうちいずれかの混合物およびコポリマーが挙げられる。 Non-limiting examples of biodegradable or bioresorbable polymers include polycarboxylic acids, polyanhydrides such as maleic anhydride polymers; polyorthoesters; polyamino acids; polyethylene oxides; polyphosphazenes; Glycolic acid and copolymers and mixtures thereof, such as poly-L-lactic acid (PLLA), poly (D, L-lactide), poly (lactic acid-co-glycolic acid), 50/50 (DL-lactide-co-glycolide) Polydioxanone; polypropylene fumarate; polydepsipeptide; polycaprolactone and copolymers and mixtures thereof, such as poly (D, L-lactide-co-caprolactone) and polycaprolactone co-butyl acrylate; polyhydroxybutyrate valerate and hybrids Polycarbonates such as tyrosine-derived polycarbonates and acrylates, polyiminocarbonates and polydimethyltrimethyl carbonates; cyanoacrylates; polyglycosaminoglycans; macromolecules such as polysaccharides (hyaluronic acid; cellulose and hydroxypropyl methylcellulose; gelatin; starch; Dextran; alginates and their derivatives), proteins and polypeptides; and mixtures and copolymers of any of the above.
治療薬と混成可能な造影剤は、Ｘ線撮像、ＣＴスキャン撮像、または磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）に適したものであってよく、バリウム、ヨウ素、マンガン、鉄、ランタン、セリウム、またはガドリニウムを含有していてよい。造影剤の非限定的な例には、イオジキサノール、イオプロミド、イオヘキソール、イオパミドールのようなヨウ素を含むＸ線造影剤；およびガドリニウム‐ＤＰＴＡ（ジエチレントリアミン五酢酸）またはガドブトロールのような常磁性キレート化合物が挙げられる。 Contrast agents that can be mixed with therapeutic agents may be suitable for X-ray imaging, CT scan imaging, or magnetic resonance imaging (MRI) and contain barium, iodine, manganese, iron, lanthanum, cerium, or gadolinium You can do it. Non-limiting examples of contrast agents include X-ray contrast agents including iodine such as iodixanol, iopromide, iohexol, iopamidol; and paramagnetic chelates such as gadolinium-DPTA (diethylenetriaminepentaacetic acid) or gadobutolol. .
脂肪酸はトリグリセリドの形であってよい。多不飽和脂肪酸の非限定的な例には、オメガ‐３脂肪酸、例えばリノレン酸（ＡＬＡ）、イコサペンタエン酸（ＥＰＡ）、およびドコサヘキサエン酸（ＤＨＡ）が挙げられる。治療薬と混成可能な添加剤または賦形材料の他の例には、ポリウレタンウレア／ヘパリン；ポリウレタン；または天然に存在する材料（例えばコラーゲン、ラミニン、ヘパリン、フィブリン、もしくはセルロース）が挙げられる。 The fatty acid may be in the form of triglycerides. Non-limiting examples of polyunsaturated fatty acids include omega-3 fatty acids such as linolenic acid (ALA), icosapentaenoic acid (EPA), and docosahexaenoic acid (DHA). Other examples of additives or excipients that can be mixed with therapeutic agents include polyurethaneurea / heparin; polyurethane; or naturally occurring materials (eg, collagen, laminin, heparin, fibrin, or cellulose).
本発明の医療用デバイスはさらに、バルーン上に載置された血管ステントを備えていてもよい。血管ステントは、治療薬を溶出するコーティングを備えたものや備えていないものなど、当分野で既知の血管ステントのうち任意のものであってよい。ステントはさらに、生体安定性であっても、生体侵食性であっても、生物分解性であってもよい。ステントは裸状のステントであってもよいし、薬物コーティングを有していてもよい。 The medical device of the present invention may further include a vascular stent placed on the balloon. The vascular stent may be any of the vascular stents known in the art, such as those with or without a coating that elutes the therapeutic agent. The stent may further be biostable, bioerodable, or biodegradable. The stent may be a bare stent or may have a drug coating.
本発明のバルーンは、マンニトールのような低分子量炭水化物でコーティングされてもよい。炭水化物は別個のコーティングであってもよいし、治療薬と混成されてもよい。本発明のバルーンは、放射性造影剤（イオン性または非イオン性）、例えばイオプロミド、次炭酸ビスマス、塩化酸化ビスマス（ＩＩＩ）、三酸化ビスマス、硫酸バリウム、タングステン、およびこれらの混合物でコーティングされてもよい。造影剤は別個のコーティングであってもよいし、治療薬と混成されてもよい。本発明のバルーンは、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）のような水溶性ポリマーでコーティングされてもよい。ポリマーは別個のコーティングであってもよいし、治療薬と混成されてもよい。 The balloon of the present invention may be coated with a low molecular weight carbohydrate such as mannitol. The carbohydrate may be a separate coating or may be mixed with a therapeutic agent. The balloon of the present invention may be coated with a radioactive contrast agent (ionic or non-ionic) such as iopromide, bismuth hypocarbonate, bismuth (III) chloride, bismuth trioxide, barium sulfate, tungsten, and mixtures thereof. Good. The contrast agent may be a separate coating or may be mixed with a therapeutic agent. The balloon of the present invention may be coated with a water soluble polymer such as polyvinylpyrrolidone (PVP). The polymer may be a separate coating or may be hybridized with a therapeutic agent.
本発明で使用される治療薬は、任意の薬学的に許容可能な作用物質（薬物など）、生体分子、小分子、または細胞であってよい。例示の薬物には、抗増殖剤、例えばパクリタキセル、シロリムス（ラパマイシン）、タクロリムス、エベロリムス、バイオリムス、およびゾタロリムスが挙げられる。例示の生体分子には、ペプチド、ポリペプチドおよびタンパク質；抗体；オリゴヌクレオチド；核酸、例えば二本鎖または一本鎖ＤＮＡ（裸のＤＮＡおよびｃＤＮＡを含む）、ＲＮＡ、アンチセンスＤＮＡおよびＲＮＡのようなアンチセンス核酸、低分子干渉ＲＮＡ（ｓｉＲＮＡ）、ならびにリボザイム；遺伝子；炭水化物；成長因子を含む血管新生因子；細胞周期阻害因子；ならびに再狭窄抑制剤、が挙げられる。例示の小分子には、ホルモン、ヌクレオチド、アミノ酸、糖、および脂質があり、化合物は１００ｋＤ未満の分子量を有する。例示の細胞には、幹細胞、始原細胞、内皮細胞、成体の心筋細胞、骨髄細胞、および平滑筋細胞が挙げられる。本発明で使用されうる他の治療薬には、米国特許第７，５７２，６２５号明細書（デイビス（Ｄａｖｉｓ）ら、「Ｍｅｄｉｃａｌ ｄｅｖｉｃｅｓ ｃｏａｔｅｄ ｗｉｔｈ ｄｒｕｇ ｃａｒｒｉｅｒ ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ」）に列挙されたものが挙げられる。前記特許文献は参照により本願に組込まれる。治療薬のうちの任意のものを、生物学的に適合性である程度に組み合わせることも可能である。 The therapeutic agent used in the present invention may be any pharmaceutically acceptable agent (such as a drug), biomolecule, small molecule, or cell. Exemplary drugs include anti-proliferative agents such as paclitaxel, sirolimus (rapamycin), tacrolimus, everolimus, biolimus, and zotarolimus. Exemplary biomolecules include peptides, polypeptides and proteins; antibodies; oligonucleotides; nucleic acids such as double-stranded or single-stranded DNA (including naked DNA and cDNA), RNA, antisense DNA and RNA Antisense nucleic acids, small interfering RNA (siRNA), and ribozymes; genes; carbohydrates; angiogenic factors including growth factors; cell cycle inhibitors; and restenosis inhibitors. Exemplary small molecules include hormones, nucleotides, amino acids, sugars, and lipids, and the compounds have a molecular weight of less than 100 kD. Exemplary cells include stem cells, progenitor cells, endothelial cells, adult cardiomyocytes, bone marrow cells, and smooth muscle cells. Other therapeutic agents that may be used in the present invention include those listed in US Pat. No. 7,572,625 (Davis et al., “Medical devices coated drug drug macromolecules”). Said patent document is incorporated herein by reference. It is also possible to combine any of the therapeutic agents to some degree biologically compatible.
先述の説明および例は、単に本発明を例証するために述べられており、限定するようには意図されていない。本発明の開示された態様および実施形態はそれぞれ、個々に考慮されてもよいし、本発明の他の態様、実施形態および変更形態と組み合わせて考慮されてもよい。本発明の趣旨および実体を組込んだ開示の実施形態の改変形態について、当業者の考えの及ぶ可能性があるが、そのような改変形態は本発明の範囲内にある。 The foregoing description and examples have been set forth merely to illustrate the invention and are not intended to be limiting. Each of the disclosed aspects and embodiments of the present invention may be considered individually or in combination with other aspects, embodiments, and variations of the invention. Modifications of the disclosed embodiments that incorporate the spirit and substance of the present invention may occur to those skilled in the art, and such modifications are within the scope of the invention.
Claims (12)
ノンコンプライアントバルーンおよびセミコンプライアントバルーンのいずれかであるバルーンと、
前記バルーンの周囲に配置され、かつ、低接着性のシランおよびフルオロポリマーのいずれか一方を含んでなる拡張可能なシースと、
拡張可能なシースを覆って配置された、治療薬を含んでなるコーティングであって、前記バルーンが膨張すると、拡張可能なシースの拡張とともに、破断分離して剥離するように、拡張可能なシースよりも低い伸展性を有するコーティングと、
を備える医療用デバイス。 A medical device,
A balloon that is either a non-compliant balloon or a semi-compliant balloon;
An expandable sheath disposed around the balloon and comprising one of a low adhesion silane and a fluoropolymer ;
A coating comprising a therapeutic agent disposed over the expandable sheath, wherein the balloon expands so that, as the expandable sheath expands, it breaks apart and peels away. A coating with low extensibility,
A medical device comprising:
ノンコンプライアントバルーンおよびセミコンプライアントバルーンのいずれかであるバルーンと、
前記バルーンの周囲に配置された拡張可能なシースと、
拡張可能なシースを覆って配置された、治療薬を含んでなるコーティングであって、前記バルーンが膨張すると、拡張可能なシースの拡張とともに破断分離して剥離するように、拡張可能なシースよりも低い伸展性を有するコーティングと、
拡張可能なシースと治療薬を含んでなるコーティングとの間に配置された、低接着性のシランおよびフルオロポリマーのいずれか一方を含んでなる中間放出層と、
を備える医療用デバイス。 A medical device,
A balloon that is either a non-compliant balloon or a semi-compliant balloon;
An expandable sheath disposed around the balloon;
A coating comprising a therapeutic agent disposed over the expandable sheath, such that when the balloon is inflated, it breaks apart and peels off with the expansion of the expandable sheath. A coating having low extensibility;
An intermediate release layer comprising either a low adhesion silane and a fluoropolymer disposed between the expandable sheath and the coating comprising the therapeutic agent;
A medical device comprising:
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